趙志慶 王冀川 燕太強(qiáng) 郭衛(wèi) 楊榮利 湯小東

脛骨遠(yuǎn)端的原發(fā)惡性腫瘤或侵襲性腫瘤在臨床中非常少見，其中惡性腫瘤以骨肉瘤 (osteosarcoma，OS)、尤文肉瘤 (ewing sarcoma，ES) 為主，侵襲性腫瘤主要為骨巨細(xì)胞瘤 (giant cell tumor of bone，GCT)[1-2]。脛骨遠(yuǎn)端鄰近踝關(guān)節(jié)，軟組織覆蓋薄弱，血運(yùn)較差，發(fā)生在此處的惡性或侵襲性骨腫瘤廣泛切除重建術(shù)后并發(fā)癥較多，膝下截肢 (below knee amputation，BKA) 曾經(jīng)是治療的主流手段[3]。20 世紀(jì) 80 年代，新輔助治療的開展以來(lái)，影像診斷技術(shù)的進(jìn)步，外科操作的精進(jìn)，使得保肢成為可能。由于該類患者在臨床十分少見，即使國(guó)內(nèi)外大的骨腫瘤中心，也沒(méi)有成熟的治療經(jīng)驗(yàn)，文獻(xiàn)中關(guān)于該病的治療記錄多為個(gè)案報(bào)道或小宗病例報(bào)道。因此，脛骨遠(yuǎn)端腫瘤切除后大段骨缺損的重建策略多種多樣，主要包括非生物重建 (金屬假體重建) 和生物學(xué)重建，生物學(xué)重建包括大段異體骨重建、自體骨重建 (滅活再植、自體腓骨等) 以及骨搬運(yùn)等[1-2,4-5]。

腫瘤型脛骨遠(yuǎn)端假體的研究較少，目前文獻(xiàn)中的報(bào)道多為近、中期的假體置換的療效報(bào)道，且并發(fā)癥發(fā)生率較高。近年來(lái)，隨著數(shù)字骨科技術(shù)的飛速發(fā)展，3D 打印技術(shù)及骨長(zhǎng)入界面的應(yīng)用使得假體重建的術(shù)后并發(fā)癥降低。本中心前期研究表明脛骨下段 3D 打印踝關(guān)節(jié)融合型腫瘤假體重建脛骨下段惡性骨腫瘤切除后的骨缺損安全、有效，融合率高，術(shù)后早期功能滿意[6]。本研究擬通過(guò)對(duì)脛骨下段缺損假體重建模型進(jìn)行有限元分析，觀察各個(gè)部位的應(yīng)力、形變，明確結(jié)構(gòu)的初期強(qiáng)度，為臨床應(yīng)用提供理論依據(jù)。

材料與方法

一、三維模型的建立

選取 1 名 24 歲健康男性志愿者，簽署知情同意書。該自愿者身高 168 cm，體重 60 kg。將其右下肢置于中立位進(jìn)行 CT 斷層掃描，掃描范圍為膝關(guān)節(jié)至足踝。原始 CT 數(shù)據(jù)以 Dicom 格式導(dǎo)入 Mimics 軟件(Materialise 公司，比利時(shí))，根據(jù)不同灰度值的 CT圖像建立皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨和髓腔，獲得正常脛骨 -腓骨 -距骨三維 CT 模型。

以正常脛骨 -腓骨 -距骨模型為基礎(chǔ)，重建脛骨骨缺損的三維模型，根據(jù)既往臨床資料模擬脛骨遠(yuǎn)端缺損長(zhǎng)度為 13 cm。假體模型以缺損模型為基礎(chǔ)建立，通過(guò) CT 數(shù)據(jù)設(shè)計(jì)合適大小脛骨遠(yuǎn)端假體，假體形狀與正常骨匹配，假體遠(yuǎn)端為 3D 打印短柄插入距骨內(nèi)，假體遠(yuǎn)端由 3 枚螺釘固定距骨、跟骨，其中 1 枚螺釘穿過(guò)假體遠(yuǎn)端短柄，用于對(duì)抗旋轉(zhuǎn)，稱之為抗旋轉(zhuǎn)釘 (圖 1)。假體模型由北京力達(dá)康公司 (中國(guó)) 提供，假體為組配式，脛骨遠(yuǎn)端基本段為 3D 打印模塊，遠(yuǎn)端關(guān)節(jié)面為骨小梁結(jié)構(gòu)，且含有一長(zhǎng)約 1.0～1.5 cm 的短柄，插入到距骨中，并有1 枚螺釘可以穿過(guò)用來(lái)抗旋轉(zhuǎn) (圖 2)。術(shù)中可根據(jù)骨缺損長(zhǎng)度，將脛骨遠(yuǎn)端假體與不同長(zhǎng)度延長(zhǎng)段假體組配。

二、網(wǎng)格劃分

正常脛骨 -腓骨 -距骨模型、假體重建模型在Mimics 軟件中通過(guò)布爾運(yùn)算方法裝配，以 iges 格式導(dǎo)出模型，并導(dǎo)入 Hypermesh 14.0 軟件 (Altair 公司，美國(guó)) 中進(jìn)行網(wǎng)格劃分，單元的網(wǎng)格劃分為2 個(gè)步驟進(jìn)行：首選用長(zhǎng)度為 2 mm 的單元對(duì)模型進(jìn)行整體劃分，然后用長(zhǎng)度為 1 mm 的單元對(duì)模型的結(jié)合部和可能的應(yīng)力集中部位進(jìn)行進(jìn)一步劃分，并對(duì)質(zhì)量較差的網(wǎng)格進(jìn)行手動(dòng)修改。

三、材料參數(shù)

所有材料假設(shè)為連續(xù)、均質(zhì)、各向同性的線彈性材料。根據(jù)既往文獻(xiàn)報(bào)道，脛骨皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨的彈性模量分別為 14 000 MPa 和 700 MPa，泊松比分別為 0.3 和 0.2[7-9]。假體、螺釘?shù)膹椥阅Ａ亢筒此杀确謩e為 110 000 MPa 和 0.3[10-11]。材料屬性見表 1。

四、接觸關(guān)系

螺釘與假體的接觸關(guān)系為綁定接觸，螺釘與皮質(zhì)骨的接觸關(guān)系為綁定接觸，假體與皮質(zhì)骨的接觸關(guān)系為滑移接觸，其余的接觸關(guān)系均為綁定接觸。

五、有限元分析

將模型導(dǎo)入 Ansys 17.0 軟件 (ANSYS 公司，美國(guó)) 進(jìn)行有限元分析，在脛骨平臺(tái)上施加 600 N 的垂直模擬載荷，以模擬單足站立時(shí)脛腓骨的狀態(tài)，來(lái)評(píng)估和比較不同重建模型的應(yīng)力和位移變化。在脛骨平臺(tái)上的中立位施加 600 N 的垂直載荷，同時(shí)以脛骨的縱軸為旋轉(zhuǎn)中心，施加 2.7 N·m 的順時(shí)針和逆時(shí)針力矩，以模擬下肢的外旋載荷和內(nèi)旋載荷。有限元分析時(shí)將距骨、跟骨固定，其自由度為 0。非線性運(yùn)算采用 Ansys 軟件自動(dòng)迭代求解，每次分析進(jìn)行 28 次平衡迭代。測(cè)量整個(gè)有限元模型的應(yīng)力集中點(diǎn)和各個(gè)組成部分的應(yīng)力變化、位移。

表1 有限元采用的材料屬性Tab.1 Material properties used in finite element models

結(jié)果

正常脛骨 -腓骨 -距骨模型約包含 52 898 單元和 89 309 節(jié)點(diǎn)。在施加 600 N 垂直應(yīng)力于脛骨平臺(tái)，即模擬單腿站立時(shí)，該模型的最大 von Mises 壓應(yīng)力為 8.27 MPa，von Mises 壓應(yīng)力的集中區(qū)域?yàn)槊劰侵卸魏蠓狡べ|(zhì)骨 (圖 3)。通過(guò)對(duì)模型進(jìn)行形變分析，發(fā)現(xiàn)模型最大形變部位在脛骨平臺(tái)外側(cè)及腓骨頭，形變距離為 4 mm (圖 4)。在脛骨平臺(tái)上以脛骨的縱軸為旋轉(zhuǎn)中心，施加 2.7 N·m 的順時(shí)針和逆時(shí)針力矩時(shí)，以模擬下肢的外旋載荷和內(nèi)旋載荷，最大 von Mises 壓應(yīng)力為 14.25 MPa，位于脛骨中段皮質(zhì)，位移最大點(diǎn)位于脛骨近端前方皮質(zhì)，為 2.47 mm(圖 5)。

圖1 a：正常脛骨 -腓骨 -距骨模型；b：假體重建模型圖2 3D 打印踝關(guān)節(jié)融合脛骨下段假體照片圖3 施加 600 N 垂直載荷時(shí)正常脛骨 -腓骨 -距骨應(yīng)力分布圖圖4 施加 600 N 垂直載荷時(shí)正常脛骨 -腓骨 -距骨形變分布圖Fig.1 3D models for simulation calculation.(a) Normal tibia-fibula-talus complex and (b) prosthetic reconstructionFig.2 The photos of 3D-printed tumor endoprosthesisFig.3 Stress distribution in the model of normal tibia-fibula-talus complex when a vertical compressive force of 600 N was addedFig.4 Displacement distribution in the model of normal tibia-fibula-talus complex when a vertical compressive force of 600 N was added

假體重建模型包含 78 412 單元和 132 712 節(jié)點(diǎn)。在模擬單腿站立時(shí)，假體模型的最大 von Mises壓應(yīng)力為 51.98 MPa，位于假體遠(yuǎn)端的 1 枚交叉螺釘處，除此之外，模型的其余部分受力均勻 (圖 6)。形變分析顯示假體重建模型最大位移小于正常脛腓骨模型，僅為 0.74 mm，位于脛骨平臺(tái)外側(cè)及腓骨頭，部位與正常脛腓骨模型一致 (圖 7)。在脛骨平臺(tái)上以脛骨的縱軸為旋轉(zhuǎn)中心，施加 2.7 N·m的順時(shí)針和逆時(shí)針力矩，最大 von Mises 壓應(yīng)力為15.44 MPa，位于假體遠(yuǎn)端的抗旋轉(zhuǎn)螺釘處 (圖 8)，位移最大點(diǎn)位于脛骨平臺(tái)外側(cè)與腓骨頭接觸部位，僅為 0.07 mm (圖 9)。

討論

目前，尚沒(méi)有脛骨遠(yuǎn)端原發(fā)骨腫瘤切除后大段骨缺損重建的金標(biāo)準(zhǔn)，究其原因，正是由于病例數(shù)少見，無(wú)法進(jìn)行較大樣本的臨床療效對(duì)比研究。脛骨遠(yuǎn)端腫瘤切除后進(jìn)行腫瘤型假體置換的優(yōu)勢(shì)明顯，主要為手術(shù)時(shí)間縮短，金屬的力學(xué)強(qiáng)度遠(yuǎn)優(yōu)于異體骨和滅活骨，可以實(shí)現(xiàn)早期穩(wěn)定，術(shù)后不需要長(zhǎng)時(shí)間制動(dòng)，可早期功能鍛煉。但傳統(tǒng)脛骨遠(yuǎn)端假體的缺點(diǎn)主要有術(shù)后感染率高，隨著時(shí)間的延長(zhǎng)，逐漸出現(xiàn)假體相關(guān)并發(fā)癥[12-16]，如無(wú)菌性松動(dòng)、感染、距骨塌陷、皮膚壞死 (表 2)，進(jìn)而導(dǎo)致脛骨遠(yuǎn)端功能的逐步損失[12]。筆者團(tuán)隊(duì)對(duì)既往文獻(xiàn)進(jìn)行了系統(tǒng)綜述，結(jié)果顯示與傳統(tǒng)假體重建相比，生物學(xué)重建可以得到較為滿意的臨床效果[1]。Stevenson等[17]和 Grimer 等[18]分別報(bào)道了腫瘤型假體置換后的中、長(zhǎng)期結(jié)果，無(wú)菌性松動(dòng)和感染是假體重建失效的主要原因，在整個(gè)隨訪過(guò)程中，深部感染的風(fēng)險(xiǎn)持續(xù)存在，且以平均每年 1% 的發(fā)生率增長(zhǎng)。因此，本中心在早期并未開展假體置換。

圖5 施加 2.7 N·m 的順時(shí)針載荷時(shí)正常脛骨 -腓骨 -距骨形變分布圖圖6 施加 600 N 垂直載荷時(shí)假體重建模型應(yīng)力分布圖圖7 施加 600 N 垂直載荷時(shí)假體重建模型位移分布圖圖8 施加 2.7 N·m 的順時(shí)針載荷時(shí)假體重建模型應(yīng)力分布圖圖9 施加 2.7 N·m 的順時(shí)針載荷時(shí)假體重建形變分布圖Fig.5 Displacement distribution of the normal tibia-fibula-talus complex with 2.7 N · m clockwise loadingFig.6 Stress distribution in the model of prosthetic reconstruction when a vertical compressive force of 600 N was addedFig.7 Displacement distribution in the model of prosthetic reconstruction when a vertical compressive force of 600 N was addedFig.8 Stress distribution in the model of prosthetic reconstruction with 2.7 N · m clockwise loadingFig.9 Displacement distribution of the prosthetic reconstruction with 2.7 N · m clockwise loading

表2 文獻(xiàn)中關(guān)于假體置換治療脛骨遠(yuǎn)端腫瘤切除后骨缺損的研究Tab.2 Prosthesis replacement in the treatment of bone defect after resection of distal tibial tumor reported in the literature

隨著近幾年 3D 打印技術(shù)的發(fā)展，有望減少假體相關(guān)并發(fā)癥。3D 打印人工假體的技術(shù)優(yōu)勢(shì)主要體現(xiàn)在兩個(gè)方面：一是適形匹配，二是骨整合功能。對(duì)脛骨下段的修復(fù)重建，3D 打印技術(shù)提供了一個(gè)比較理想的策略。通過(guò) 3D 打印可以制作出大小、形狀匹配的脛骨下段缺損，在與距骨的接觸界面上制作供骨長(zhǎng)入的金屬骨小梁結(jié)構(gòu)，最終實(shí)現(xiàn)與自體距骨的骨性融合。本中心自 2017 年開始使用 3D 打印假體治療脛骨遠(yuǎn)端骨缺損，取得了良好的臨床效果[6]。本研究采用有限元分析方式對(duì)該重建模型在模擬人體站立受力及旋轉(zhuǎn)情況下的應(yīng)力及位移變化。

由于踝關(guān)節(jié)缺乏良好的肌肉覆蓋，術(shù)后容易出現(xiàn)并發(fā)癥。使用 3D 打印技術(shù)可以設(shè)計(jì)出等比例減小體積的脛骨遠(yuǎn)端假體，增加軟組織覆蓋，利于傷口的閉合，減小了術(shù)后傷口缺血壞死的發(fā)生率。假體采用組配式，可以組合出任意長(zhǎng)度，且假體柄有足夠的強(qiáng)度承重，骨折等機(jī)械性并發(fā)癥發(fā)生率顯著降低，允許患者早期負(fù)重。

有限元分析結(jié)果也表明，假體重建模型的應(yīng)力分布均勻，早期應(yīng)力集中點(diǎn)位于假體遠(yuǎn)端螺釘處，僅為 51.98 MPa。模擬單腿站立時(shí)，假體重建模型的位移分布圖與正常脛骨 -腓骨 -距骨模型基本一致，側(cè)面說(shuō)明此種重建是適形、匹配的。此外，假體重建模型的抗旋轉(zhuǎn)能力也得到有效證實(shí)，在脛骨平臺(tái)上以脛骨的縱軸為旋轉(zhuǎn)中心，施加 2.7 N·m 的順時(shí)針和逆時(shí)針力矩，最大 von Mises 壓應(yīng)力僅為15.44 MPa，位于假體遠(yuǎn)端的抗旋轉(zhuǎn)螺釘處，說(shuō)明遠(yuǎn)端抗旋轉(zhuǎn)螺釘使用的必要性及有效性。

本研究有以下局限性。首先，有限元分析有其局限性，本研究沒(méi)有對(duì)實(shí)際的病例作動(dòng)態(tài)或靜態(tài)的生物力學(xué)的測(cè)定，如術(shù)后患者的步態(tài)及應(yīng)力分布。其次，目前來(lái)看，3D 打印假體的初期臨床療效較好，但僅限于短 -中期隨訪，仍需長(zhǎng)期隨訪驗(yàn)證。此外，有限元加載條件相對(duì)簡(jiǎn)單，因此重建方式為踝關(guān)節(jié)融合，患者踝關(guān)節(jié)屈伸、旋轉(zhuǎn)功能已喪失，所以本研究?jī)H注重患者負(fù)重影響，患者步行過(guò)程中的單腿站立情況已進(jìn)行模擬。對(duì)于患者術(shù)后跳躍、上下階梯、下蹲及斜坡等動(dòng)作未進(jìn)行模擬，結(jié)論可能有相對(duì)偏倚。

本研究的結(jié)果表明，理論上，假體重建模型的初期穩(wěn)定性、抗旋轉(zhuǎn)能力可以得到保證，模型早期的強(qiáng)度由假體、螺釘提供。由于假體遠(yuǎn)端組件采用3D 打印技術(shù)制作，與距骨接觸界面為金屬骨小梁結(jié)構(gòu)，骨長(zhǎng)入迅速，不愈合率顯著降低。隨著后期骨長(zhǎng)入的實(shí)現(xiàn)，可以減小螺釘?shù)膽?yīng)力，從而避免了由于螺釘使用疲勞導(dǎo)致的假體松動(dòng)、距骨塌陷并發(fā)癥。

綜上所述，3D 打印踝關(guān)節(jié)融合假體重建脛骨下段惡性骨腫瘤切除后的骨缺損模型中假體及骨受力均勻，穩(wěn)定性好，是一種理論上可靠的重建策略。盡管中期隨訪結(jié)果滿意，但仍須長(zhǎng)期隨訪結(jié)果來(lái)驗(yàn)證其臨床療效。